CN113453638A - 使用可植入换能器阵列递送肿瘤治疗场（TTFields） - Google Patents

Abstract

可以通过在人身体内植入多个可植入电极元件集合来递送肿瘤治疗场（TTFields）。还植入了被定位成测量电极元件处温度的温度传感器，连同从温度传感器收集温度测量值的电路。在一些实施例中，被配置为跨多个电极元件集合施加AC电压的AC电压生成器也被植入人身体内。

Description

使用可植入换能器阵列递送肿瘤治疗场（TTFields）

相关申请的交叉引用

本申请要求2019年2月27日提交的美国临时申请62/811,311的权益，其通过引用以其整体合并到本文中。

背景技术

TTFields（肿瘤治疗场）疗法是经证实的用于治疗肿瘤的方法。参考图1，在现有技术用于递送TTFields的Optune®系统中，TTFields经由放置在患者皮肤上紧密接近于肿瘤的四个换能器阵列递送给患者。换能器阵列以两对布置。那些对中的一对（A/A）定位在头部的左侧和右侧上；并且那些对中的另一对（B/B）定位在头部的前面和后面上。每个换能器阵列经由多导线线缆连接到AC电压生成器。AC电压生成器（a）在第一时间段期间通过一对阵列发送AC电流；然后（b）在第二时间段期间通过另一对阵列发送AC电流；然后在治疗的持续时间内重复步骤（a）和（b）。

每个换能器阵列被配置为经由柔性导线互连的电容耦合电极元件（直径约为2cm）的集合。每个电极元件包括夹在导电医用凝胶层和粘合带之间的陶瓷盘。当将阵列放置在患者上时，医用凝胶粘附到患者皮肤的轮廓，并确保设备与身体的良好电接触。当患者进行其日常活动时，粘合带将整个阵列在患者上保持就位。

经由换能器阵列递送的交流电的幅度被控制，使得（如在换能器阵列下面的皮肤上测量的）皮肤温度不超过41℃的安全阈值。使用放置在换能器阵列的一些磁盘下方的热敏电阻获得患者皮肤上的温度测量值。在现存的Optune®系统中，每个阵列包括8个热敏电阻，其中一个热敏电阻定位在阵列中相应磁盘的下方。（注意，大多数阵列包括多于8个磁盘，在所述情况下，温度测量仅在阵列内的磁盘子集下方施行）。

四个阵列中的每一个中的热敏电阻经由长导线连接到称为“线缆箱”的电子设备，在该电子设备中测量来自所有32个热敏电阻（4个阵列 × 每个阵列A、A、B、B 8个热敏电阻）的温度，并将每个热敏电阻的模拟到数字转换成数字值。然后，这些测量值经由附加的两个导线从线缆箱传输到AC电压生成器，所述附加的两个导线促进线缆箱和AC电压生成器之间的双向数字串行通信。AC电压生成器中的控制器使用温度测量值来控制要经由每对阵列A、A、B、B递送的电流，以便维持患者皮肤上的温度低于41℃。电流本身经由附加的导线（即，每个阵列一个导线）递送到每个阵列，所述附加的导线从AC电压生成器通过线缆箱延伸到阵列。

在现存的Optune®系统中，存在四个长的10导线线缆（每个线缆在相应阵列和线缆箱之间延伸）和在AC电压生成器和线缆箱之间延伸的一个8导线螺旋线。每个10导线线缆具有：用于携带来自8个热敏电阻的信号的8个导线、用于所有8个热敏电阻的公共端的1个导线、外加用于向阵列提供TTFields信号的1个导线。8导线螺旋线具有：用于线缆箱的供电（Vcc）的1个导线、用于线缆箱的接地的1个导线、用于数据通信（以将温度读数发送到AC电压生成器）的2个导线、外加用于TTFields信号的4个导线（即，四个阵列中的每一个一个导线）。

发明内容

本发明的一个方面针对一种用于递送肿瘤治疗场的第一装置。第一装置包括多个电极元件集合，并且每个电极元件集合被配置用于植入人身体内。第一装置还包括多个温度传感器，所述多个温度传感器被配置用于植入人身体内并相对于电极元件集合定位，以测量每个电极元件集合处的温度。第一装置还包括被配置用于植入人身体内的电路，所述电路被配置用于从多个温度传感器收集温度测量值。并且第一装置还包括AC电压生成器，所述AC电压生成器被配置用于植入人身体内并被配置为跨多个电极元件集合施加AC电压。

第一装置的一些实施例进一步包括感应耦合电路，所述感应耦合电路被配置用于植入人身体内并被配置为向AC电压生成器供电。

第一装置的一些实施例进一步包括电池，所述电池被配置用于植入人身体内并被配置为向AC电压生成器供电。可选地，这些实施例可以进一步包括感应耦合电路，所述感应耦合电路被配置用于植入人身体内并被配置为给电池充电。

在第一装置的一些实施例中，每个电极元件集合包括多个电容耦合电极元件。可选地，在这些实施例中，每个电容耦合电极元件包括陶瓷盘。

在第一装置的一些实施例中，每个温度传感器包括热敏电阻。在第一装置的一些实施例中，多个电极元件集合、多个温度传感器、电路、和AC电压生成器全部植入人身体中。

本发明的另一方面针对一种用于递送肿瘤治疗场的第二装置。第二装置包括多个电极元件集合，并且每个电极元件集合被配置用于植入人身体内。第二装置还包括多个温度传感器，所述多个温度传感器被配置用于植入人身体内并被定位成测量每个电极元件集合处的温度。并且第二装置还包括被配置用于植入人身体内的电路，所述电路被配置用于从多个温度传感器收集温度测量值。

在第二装置的一些实施例中，每个电极元件集合包括多个电容耦合电极元件。在第二装置的一些实施例中，每个温度传感器包括热敏电阻。在第二装置的一些实施例中，多个电极元件集合、多个温度传感器和电路全部植入人身体中。

本发明的另一方面针对一种用于递送肿瘤治疗场的第三装置。第三装置包括多个电极元件集合，并且每个电极元件集合被配置用于植入人身体内。第三装置还包括多个温度传感器，所述多个温度传感器被配置用于植入人身体内并被定位成测量每个电极元件集合处的温度。并且第三装置还包括AC电压生成器，所述AC电压生成器被配置用于植入人身体内并被配置为跨多个电极元件集合施加AC电压。

第三装置的一些实施例进一步包括感应耦合电路，所述感应耦合电路被配置用于植入人身体内并被配置为向AC电压生成器供电。

第三装置的一些实施例进一步包括电池，所述电池被配置用于植入人身体内并被配置为向AC电压生成器供电。可选地，这些实施例可以进一步包括感应耦合电路，所述感应耦合电路被配置用于植入人身体内并被配置为给电池充电。

在第三装置的一些实施例中，每个电极元件集合包括多个电容耦合电极元件。可选地，在这些实施例中，每个电容耦合电极元件可以包括陶瓷盘。

在第三装置的一些实施例中，每个温度传感器包括热敏电阻。在第三装置的一些实施例中，多个电极元件集合、多个温度传感器和AC电压生成器全部植入人身体中。

附图说明

图1是用于向人的头部递送TTFields的现有技术Optune®系统的框图。

图2是减少了必须穿过患者皮肤的每个线缆中的导体数量的实施例的框图。

图3是其中换能器阵列和集线器二者都植入患者身体中的实施例的框图。

图4描绘了使用可植入电极的另一种方法，其中电极、集线器和AC电压生成器全部植入患者身体内。

图5描绘了图4实施例的变型，其中使用无线连接向集线器和AC电压生成器提供功率。

图6描绘了使用由植入的电池供电的植入的电极的实施例。

图7描绘了可以基于电控开关集合的状态来接通或断开每个单独的电极元件的电流的实施例。

图8是适用于实现图7实施例中的开关的电路的示意图。

下面参考附图详细描述各种实施例，其中类似的参考标记表示类似的元件，并且其中虚线表示植入的组件。

具体实施方式

代替使用定位在患者皮肤上的换能器阵列来递送TTFields（如在上面描述的图1的实施例中），本文中描述的实施例使用植入患者身体内的换能器阵列来递送TTFields。植入换能器阵列可以提供多个潜在优点。这些潜在优点包括：（1）对与患者交互的人隐藏阵列；（2）改进患者的舒适度（通过避免皮肤刺激、发热感和/或可能由定位在患者皮肤上的阵列引起的对运动的限制）；（3）改进换能器阵列和患者身体之间的电接触；（4）消除了对其上放置阵列的剃须区域的需要（因为毛发生长可能干扰TTFields的递送）；（5）避免传感器阵列的分离将中断TTFields递送的风险；（6）显著降低递送TTFields所需的功率（例如，通过减小换能器阵列和肿瘤之间的物理距离并绕过具有高电阻率的解剖结构，例如颅骨）；（7）显著减少由患者必须携带的设备的重量（例如，通过使用更小的电池来利用降低的功率需求）；（8）避免当换能器阵列定位在患者皮肤上时可能发生的皮肤刺激；以及（9）使得有可能将TTFields递送到解剖结构，该解剖结构不可以使用定位在患者皮肤上的换能器阵列来治疗（例如，脊髓，其被高传导性脑脊液围绕，该高传导性脑脊液继而被脊柱的骨结构围绕，这两者都干扰TTFields对脊髓本身的穿透）。

注意，在本文中描述的所有实施例中，重要的是在换能器阵列上或附近包括用于测量温度的传感器（诸如热敏电阻），使得可以控制组织温度并避免对组织的热损伤。在其中给定换能器阵列由多个单独元件（例如，陶瓷盘）构成的情形中，优选在多个单独元件之中分布多个温度传感器（例如，热敏电阻）。

使用可植入电极的一种方法（未示出）具有相似于上面描述的现有技术图1实施例的框图，除了换能器阵列A、A、B、B全部植入患者身体中（例如，在头皮和颅骨之间、或邻近硬脑膜）之外。虽然这种方法享有上面列出的优点1-8，但是它也遭受多个缺点。更具体地，每个换能器阵列经由相对长且庞大的10导体线缆连接到线缆箱/AC电压生成器，该10导体线缆通过外科切口或端口延长到身体外部（用于将AC电压施加到相应的换能器阵列的1个导体，外加被用于从相应换能器阵列上的8个不同位置获得温度读数的9个导体）。使用10导体线缆可能使系统笨重。此外，包括穿过人的皮肤进入人的头部的组件提高了获取感染的风险，这在大脑的环境中可能特别成问题。

图2描绘了相对于先前段落中描述的方法的改进。在这种方法中，每个线缆中必须穿过患者皮肤的导体数量从10减少到4，这将显著减小那些线缆的体积和大小。这可以例如通过植入邻近于每个植入的换能器阵列A、B的附加的电子器件E并使用基于集线器的架构来完成。当使用基于集线器的架构时，每个电子块E包括多路复用器，该多路复用器将获得温度测量值所需的导体数量从9减少到3，并且集线器30h用于收集来自每个换能器阵列的温度读数并将那些读数转发给AC电压生成器30g。AC电压生成器30g然后可以控制施加到每个换能器阵列对A/A、B/B的电流，以便确保换能器阵列不过热。可以用于实现这些电子块E和集线器的电路的示例可以在标题为“用于递送TTFields的阵列中的温度测量”的US2018/0050200中找到，其通过引用以其整体合并到本文中。注意，虽然该实施例确实减小了必须穿过人的皮肤的导线的大小和体积，并且提供了上面列出的优点1-8，但是它没有减轻与穿过人的皮肤进入人的头部的组件相关联的感染风险。

图3描绘了图2方法的变型。在图3的实施例中，代替将集线器定位在患者身体外部并使四个线缆延伸通过患者皮肤（如图2中）电子器件E、换能器阵列A、B、和集线器30h被植入患者身体中。在该图3的实施例中，仅单个线缆（即，在集线器30h和AC电压生成器30g之间延伸的线缆）必须穿过患者皮肤。可选地，使用所描绘的端口12连接该线缆。在图3中所描绘的示例中，集线器30h定位在患者胸部中的某处，并且四个4导体线缆在患者头部中的电子器件E和换能器阵列A、B以及患者胸部中的集线器30h之间延伸。这种定位是有利的，因为不存在直接从外部世界直接穿入患者头部的导线，由此降低了严重感染的风险。但是在图3实施例的变型中，集线器30h可以定位在患者头部中，在所述情况下，提供入口的端口12也可以定位在患者头部中。

在这些图3的实施例中，集线器30h经由电子器件E收集来自每个换能器阵列A、B的温度测量值，并且经由端口12将那些温度测量值转发给AC电压生成器30g。AC电压生成器30g然后可以控制施加到每个换能器阵列对A/A、B/B的电流，以便确保换能器阵列不过热。该实施例还提供了上面列出的优点1-8。

图4描绘了使用可植入电极的另一种方法，并且还提供了上面列出的优点1-8。在该实施例中，电极A、B、集线器30h、和AC电压生成器30g全部植入患者身体内。用于集线器30h和AC电压生成器30g的功率经由定位在患者皮肤上某处（例如胸部中）的端口14提供。该实施例中的功率源（例如电池）是外部的，并且电池经由端口向集线器30h和AC电压生成器30g提供功率。端口14经由适当的布线（例如双导体线缆）连接到集线器30h和AC电压生成器30g。

由于有效递送TTFields需要递送10-100 W数量级的功率，因此在其中AC电压生成器30g植入患者身体内的所有实施例（包括该图4的实施例）中，必须注意最小化散热。这是因为任何低效率都将导致围绕场生成器的组织的发热，这可能导致患者身体中组织的热损伤。为了完成这一点，AC电压生成器30g必须以非常高的效率操作。在标题为“HighVoltage, High Efficiency Sine Wave Generator with Pre-Set Frequency andAdjustable Amplitude（具有预设定频率和可调整幅度的高电压、高效率正弦波生成器）”的US专利9910453中描述了适用于实现高效率AC电压生成器的电路的一个示例，其通过引用以其整体合并到本文中。

这些实施例中的AC电压生成器30g可以可选地通过以低电压AC信号启动并使用集成变压器和LC滤波器的电路放大和滤波该信号来操作。在一些实施例中，组合变压器和LC滤波器的独立电路可以连接到每个换能器阵列（或者甚至连接到每个换能器阵列的每个元件）。在这些实施例中，低电压信号生成器可以经由远离阵列放置的导线连接到每个阵列（或元件）。在这种配置中，通过系统内的损耗生成的热量将在更大的容量之上扩散，由此降低对组织的热损伤的风险，同时使得能够递送更高的场强度。为了进一步降低损耗，每个阵列（或元件）上的电路可以设计有开关，该开关转换来自信号生成器的低电压信号，由此潜在地降低系统内与阵列处的转换相关联的损耗。

可选地，图4实施例中的功率源可以包括编织成一件服装的多个小电池。这种类型的设计将使得能够在延长的时间段内递送高功率，同时最小化患者的不适。

图5描绘了图4实施例的变型，其也提供了上面列出的优点1-8。在图5的实施例中，代替经由有线连接直接向集线器30h和AC电压生成器30g提供功率，所述有线连接经由安装在人的皮肤上的端口14从外部世界穿入患者身体（如图4中），使用无线连接向集线器30h和AC电压生成器30g提供图5实施例中的功率。这可以例如通过在接近患者皮肤的患者身体内部植入第一电路21来完成。第一电路被配置为经由感应耦合接收能量。第二电路22（其可以可选地由电池和/或AC电源供电）被配置为经由感应耦合将能量传输到第一电路21。在操作期间，第二电路22定位在邻近第一电路21的患者身体外部，使得能量可以从第二电路22感应耦合到第一电路21中。用于经由感应耦合传输和接收能量的这些电路21、22的构造在本领域中是众所周知的，并且常常用于例如给手机充电等。

可选地，通过在由患者常去的各种位置处提供第二电路22的多个副本，可以有利地减少由患者必须随身携带的硬件的体积和重量。例如，可以在患者的办公室提供第二电路22的一个副本，可以在患者的汽车中提供第二电路22的第二副本，可以在患者的起居室中提供第二电路22的第三副本，并且可以在患者的床中或附近提供第二电路22的第四副本。当提供第二电路22的多个副本时，患者将无论哪个附近的第二电路22的感应耦合区域邻近植入其身体中的第一电路21放置，使得附近的第二电路22可以经由感应耦合为植入的AC电压生成器30g供电。这种布置对于以可重复模式在各种位置之间移动的人（例如，每天驾驶相同汽车去工作、每天在相同桌子上工作、每个傍晚在相同起居室中放松、以及每个夜晚在相同床上睡觉的人）可能特别有利。可选地，第二电路22的多个副本可以合并到床垫中，使得患者在其睡觉时将不必被导线钩住，并且可以在床垫上四处移动。

图6描绘了使用植入的电极的又另一实施例，并且还提供了上面列出的优点1-8。值得注意，图6实施例中的电池25植入患者身体中，并且植入的电池25经由感应充电。这种设计面临的一个挑战是植入的电池25必须存储相对大量的能量。因此，经由感应给电池25充电可能需要在延长的时间段内产生大的磁通量。克服这个问题的一种方法是其中使用合并线圈的床垫的系统。患者在这个床垫上睡觉，并且当患者睡觉时为TTFields设备供电的电池25被充电。在其它实施例中，线圈可以围绕床。

替代地，经皮能量传送系统（参见，例如，Dissanayake等人，IFMBE proceeding，卷23）可以用于给植入的电池25充电。在这种情况下，连接到设计为给植入的电池充电的电路的线圈将被经皮植入。充电将用单独的设备24来施行，患者将该设备24接近植入的线圈23放置。外部设备可以使用设计为紧密适合身体的衣服或者使用医用粘合剂固定到患者身体。患者将仅需要在给植入的电池充电时使用外部充电器。这可能例如在夜晚发生，而同时患者正在睡觉，由此最小化患者携带外部设备的需要。

可选地，植入的换能器阵列元件可以被配置为准许场分布的动态更改，以便优化TTFields的递送。与具有外部换能器阵列的情形不同，一旦已经植入换能器阵列，调整换能器阵列的位置以便优化患者身体内的场分布就将是不切实际的。因此，当使用可植入阵列时，控制患者身体内的场分布的不同方法是合期望的。为了该目的，一种合适的方法将是植入具有相对大数量的可转换元件的换能器阵列。然后，可以通过选取阵列元件的子集来形成场，当场被递送时，该阵列元件的子集被接通。随着肿瘤随时间的推移而改变（响应或进展），可以通过改变通过其生成场的阵列元件来改变场分布。

可选地，在上面描述的任一实施例中，换能器阵列可以定位在硬脑膜上。这种配置的优点是将TTFields递送到大脑所需的功率将减少，因为该场将不必穿过颅骨的高电阻层。同时，这种放置将减少在大脑中侵入性放置阵列的需要——降低对脑组织损伤的风险，并可能降低感染的风险。这种配置还将使得能够将TTFields递送到大脑的大部分，而不是仅将TTFields递送到肿瘤。在一些情况下，治疗大脑的大部分可能是有利的。例如，当治疗脑转移瘤时。在一些实施例中，当治疗除头部之外的身体区域时，阵列可以被皮下放置以使得能够治疗大的区域。在其它实施例中，阵列可以紧密接近于肿瘤放置。紧密接近于肿瘤的放置将使得能够局部递送TTFields，并降低递送场所需要的功率。

在上面描述的所有实施例中，被描述为植入的任何组件必须在它实际植入人身体中之前被配置用于植入。这意味着它必须定尺寸以适合它将被植入的位置内，并且可能与人身体中的组织接触到的所有表面必须是生物相容的。

可选地，在上面描述的任一实施例中，当换能器阵列被植入肿瘤紧附近时，阵列可以由细胞毒剂（例如，铂）制成或涂覆有细胞毒剂（例如，铂）。由电场引起的电解预期导致铂释放到肿瘤周围区域中。已知铂对癌细胞施加细胞毒性效应，并因此，将铂释放到肿瘤中可以有利地增加TTFields治疗的抗癌效应。

可选地，在上面描述的任一实施例中，植入到患者头部中的换能器阵列A、B和电子器件E可以设计为下面结合图7所描述的。这种配置的优点是，通过独立地监控和调整到每个换能器阵列中每个电极元件的电流，可以最大化平均场强度，同时最小化发热的风险，由此改进TTFields递送的效率。这些实施例通过交替地接通和断开开始过热的每个单独电极元件的电流来操作，以便减小那些电极元件的平均电流，而不影响穿过剩余电极元件（其没有过热）的电流。

例如，假设其中500 mA的电流正在穿过包括10个电极元件的换能器阵列的情形，并且那些电极元件中仅单个电极元件开始过热。进一步假设通过单个电极元件的电流减少10%对于防止该单个电极元件过热将是必要的。本文中描述的实施例可以通过以90%的占空比接通和断开通过该单个电极元件的电流来将通过该单个电极元件的平均电流切断10%，同时让所有剩余电极元件的电流全时接通。注意，鉴于电极元件的热惯性，转换速率必须足够快，使得单个电极元件处的瞬时温度永远不太热。例如，90%的占空比可以通过接通电流90 ms和断开电流10 ms来实现。在一些优选实施例中，接通和断开电流的周期小于1 s。

当使用这种方法时，通过剩余9个电极元件的电流可以保持不变（即，每个电极元件50 mA），并且仅通过单个电极元件的电流被减少到平均45 mA。通过换能器阵列的平均净总电流将然后为495 mA（即，9 × 50 + 45），这意味着显著更多的电流可以被耦合到人的身体，而不使任一电极元件处过热。

该系统甚至可以被配置为增加通过剩余九个电极元件的电流，以便补偿通过单个电极元件的电流的减少。例如，通过剩余九个电极元件的电流可以增加到每个电极元件50.5 mA（例如，通过向AC电压生成器发送请求以将电压增加1%）。如果实现这种解决方案，则通过整个换能器阵列的平均净总电流将是（9个电极 × 50.5 mA + 1个电极 × 50.5mA × 0.9占空比）= 499.95 mA，这极其接近原始的500 mA的电流。

如果在某个随后的时间（或甚至在相同时间）第二电极元件处的温度开始过热，则相似的技术（即占空比从100%降低到大致小于100%）可以用于防止第二电极元件过热。

在一些实施例中，该技术可以用于单独定制每个电极元件处的占空比，以便最大化流过每个电极元件的电流而不过热。可选地，代替仅当给定电极元件处开始过热时采取补救行动来降低占空比，该系统可以被配置为主动地单独设定给定换能器阵列中的每个电极元件处的占空比，以便平衡跨阵列中所有电极元件的温度。例如，该系统可以被配置为单独设定每个电极元件处的占空比，以便在每个电极元件处维持在设定温度周围徘徊的温度。可选地，该系统可以被配置为向AC电压生成器发送请求，以根据需要增加或减少电压，以便实现该结果。

这种方法可以用于确保每一个电极元件将携带可能的最大平均电流（没有过热），这将提供肿瘤中增加的场强和治疗中对应的改进。

图7描绘了为开始过热的每个单独电极元件周期性地接通和断开电流的实施例。集线器/AC电压生成器30具有两个输出（OUT1和OUT2），每个输出具有两个终端。集线器/AC电压生成器30在那些输出中的每一个的两个终端之间以交替的顺序（例如，以交替的顺序激活OUT1一秒，然后激活OUT2一秒）生成AC信号（例如200 kHz正弦波）。一对导体51连接到OUT1的两个终端，并且那些导体51中的每一个通向左换能器组装件31和右换能器组装件32中的相应一个。这些换能器组装件中的每一个均包括多个电极元件52（它们共同对应于图2-图6中的换能器阵列A、B）和电子组件56、85（它们对应于图2-图6中的电子器件E）。第二对导体51连接到OUT2的两个终端，并且那些导体51中的每一个通向前换能器组装件和后换能器组装件中的相应一个（未示出）。前换能器组装件和后换能器组装件的构造和操作相似于图7中所描绘的左换能器组装件31和右换能器组装件32的构造。

每个换能器组装件31、32包括多个电极元件52。在一些优选实施例中，这些电极元件52中的每一个均是电容耦合电极元件。然而，在该图7的实施例中，代替将所有电极元件52并联布线，将电控开关（S）56与每个电极元件（E）52串联布线，并且将所有这些S+E组合56+52并联布线。每个开关56被配置为基于从相应控制器85的数字输出到达的相应控制输入的状态而独立于其它开关接通或断开。当开关56中的给定一个（响应于相应控制输入的第一状态）接通时，电流可以在电导体51和相应电极元件52之间流动。相反，当开关56中的给定一个（响应于相应控制输入的第二状态）断开时，电流不可以在电导体51和相应电极元件52之间流动。

在一些优选实施例中，每个电容耦合电极元件52是盘形的，并且在一侧上具有介电层。

在一些优选实施例中，每个电容耦合电极元件52包括具有平坦表面的传导板，并且介电层设置在传导板的平坦表面上。在一些优选实施例中，所有电容耦合电极元件由支撑结构保持就位。在一些优选实施例中，到每个电极元件52的电连接包括柔性电路上的迹线。

每个换能器组装件31、32还包括定位在每个电极元件52处的温度传感器54（例如，热敏电阻），使得每个温度传感器54可以感测相应电极元件52的温度。每个温度传感器54生成指示相应电极元件52处（例如，下方）温度的信号。来自温度传感器54的信号被提供给相应控制器85的模拟前端。

在其中热敏电阻用作温度传感器54的实施例中，温度读数可以通过将已知的电流路由通过每个热敏电阻并测量跨每个热敏电阻出现的电压来获得。在一些实施例中，基于热敏电阻的温度测量可以使用双向模拟多路复用器依次选择每个热敏电阻来实现，其中生成已知电流（例如，150 µA）的电流源定位在多路复用器后面，使得已知电流将在任何给定时刻路由到由模拟多路复用器选择的无论哪个热敏电阻中。已知电流将使电压跨所选择的热敏电阻出现，并且通过测量该电压可以确定所选择的热敏电阻的温度。控制器85运行依次选择每个热敏电阻的程序，并依次测量跨每个热敏电阻出现的电压（其指示所选择的热敏电阻处的温度）。在US 2018/0050200中描述了可以用于从每个热敏电阻获得温度读数的合适硬件和程序的示例，其通过引用以其整体合并到本文中。

在一些优选实施例中，控制器85可以使用单芯片微控制器或具有内置模拟前端和多路复用器的可编程片上系统（PSoC）来实现。适用于该目的的零件号码包括CY8C4124LQI-443。在替代实施例中，其它微控制器可以与内置或分立模拟前端以及多路复用器一起使用，如对于相关领域的技术人员来说将是显而易见的。

在替代实施例中（未示出），可以使用用于与热敏电阻对接的替代方法（例如，传统的分压器方法）来代替上面描述的恒定电流方法。在其它替代实施例中，可以使用不同类型的温度传感器来代替上面描述的热敏电阻。示例包括热电偶、RTD和集成电路温度传感器，诸如亚德诺半导体公司（Analog Devices）的AD590和德州仪器公司（Texas Instruments）的LM135。当然，当使用这些替代温度传感器中的任何一个时，对电路的适当修改（这对相关领域的技术人员来说将是显而易见的）将是需要的。

在一些实施例中，控制器85被编程为使用内置在每个换能器组件31中的智能将所有电极元件处的温度保持在低于安全阈值。这可以例如通过对控制器85编程以通过设定其数字输出而启动来完成，使得每个开关56持续接通（即，具有100%的占空比）。然后，基于经由控制器85模拟前端到达的信号，控制器85确定每个电极元件处的温度是否超过低于安全阈值的上限阈值。当控制器85检测到这个条件时，控制器85通过以期望的占空比切换对应的数字输出来减少对应开关56的占空比。这将在相同占空比下中断到对应电极元件52的电流，由此降低温度超过该上限阈值的特定电极元件52处的平均电流。电流降低的水平由占空比确定。例如，使用50%的占空比将切断一半电流；并且使用75%的占空比将切断25%的电流。

值得注意，这个程序仅中断到换能器组装件31上的电极元件52中的特定电极元件的电流，并且不中断到该换能器组件31上的剩余电极元件52的电流。当仅那些电极元件中的少数正在变热时，这消除或减少了切断正在路由通过电极元件的电流的需要。

数值示例将对说明这一点有帮助。在图7的实施例中，假设左换能器组装件31和右换能器组装件32分别植入在受试者头部的左侧和右侧上；换能器组装件31、32中的所有开关56都处于具有100%占空比的ON状态；并且集线器/AC电压生成器30最初向导体51输出500mA的电流。AC电压将出现在左换能器组装件31的电极元件52和右换能器组装件32的电极元件52之间，并且500 mA的AC电流将通过受试者头部通过电极元件52电容耦合。每个换能器组装件31、32中的控制器85通过经由控制器85的模拟前端输入来自每个温度传感器54的信号来监控该换能器组装件中的每个电极元件52处的温度。现在假设换能器组装件31中电极元件52中的给定一个开始过热。该条件将经由来自对应温度传感器54的信号被报告给换能器组装件31中的控制器85。当控制器85识别出给定电极元件52正过热时，控制器85将以期望的占空比切换通向对应开关56的控制信号，以便周期性地中断到给定电极元件52的电流并维持较低的平均电流。

注意，如果仅剩余电极元件52中的一个处的占空比正在被减小，则可以可能的是维持原始的500 mA电流（并且享有由使用全电流引起的优点）。然而，如果在足够大数量的电极元件52处的占空比正在被减小，则原始的500 mA电流可能必须下降。为了完成这个，控制器85可以经由控制器85中的UART向集线器/AC电压生成器30发送请求。当集线器/AC电压生成器30接收到这个请求时，集线器/AC电压生成器30将减小其对应输出OUT1处的输出电流。

可选地，由控制器85选择的占空比可以基于给定电极元件52在电流施加到给定电极元件52之后加热的速度来控制（如经由温度传感器54和控制器85的模拟前端测量）。更具体地，如果控制器85识别出给定电极元件52正在以预期的两倍快加热，则控制器85可以为该电极元件选择50%的占空比。相似地，如果控制器85识别出给定电极元件52正在比预期快10%加热，则控制器85可以为该电极元件选择90%的占空比。

在其它实施例中，代替通过降低占空比来确定性地切断平均电流，控制器85可以基于实时温度测量值通过关闭到给定电极元件52的电流并等待直到使用温度传感器54测量的温度下降到低于第二温度阈值为止来降低给定电极元件52处的平均电流。一旦温度下降到低于这个第二温度阈值，控制器85就可以恢复到给定电极元件52的电流。这可以例如通过控制开关56的控制输入的状态来完成，所述开关56先前被关闭，使得开关56恢复到ON状态，这将允许电流在电导体和相应电极元件52之间流动。在这些实施例中，到给定电极元件52的电流可以基于实时温度测量值重复地断开和接通，以便保持给定电极元件52处的温度低于安全阈值。

在图7的实施例中，每个换能器组装件31、32经由相应的线缆连接到集线器/AC电压生成器30。值得注意，在换能器组装件和集线器/AC电压生成器30之间延伸的每个线缆中仅需要4个导体（即，用于实现串行数据通信的Vcc、数据和接地、外加用于AC电流TTFields信号的一个附加导体51）。

注意，在图7中，每个换能器组装件31、32包括九个电极元件52、九个开关56和九个温度传感器54。但是在替代实施例中，每个换能器组装件31、32可以包括不同数量（例如，在8和25之间）的电极元件52和对应数量的开关和温度传感器。

在这些实施例中，通过该换能器组装件31、32内的控制器85，在每个换能器组装件31、32中局部地做出调整占空比或关闭给定换能器组装件31、32中的一个或多个开关56的决定，以便减少到一个或多个电极元件52的平均电流。但是在替代实施例中，调整占空比或关闭一个或多个开关56的决定可以由集线器/AC电压生成器30（或另一远程设备）做出。在这些实施例中，每个换能器组装件31、32中的控制器85从相应换能器组装件中的每个温度传感器54获得温度读数，并经由控制器85的UART将那些温度读数传输到集线器/AC电压生成器30。集线器/AC电压生成器30基于其接收的温度读数来决定哪个开关（如果有的话）需要占空比调整或者应该关闭，并且将对应的命令传输到对应的换能器组装件31、32中的对应控制器85。当控制器85从集线器/AC电压生成器30接收到这个命令时，控制器85通过将其数字输出设定为将在适当的时间断开对应开关56的状态来响应，以便实行由集线器/AC电压生成器30发出的命令。在这些实施例中，集线器/AC电压生成器30还可以被编程为，如果有必要减小电流以保持每个电极元件52处的温度低于安全阈值，则减小其输出电流。

在这些实施例中，控制器85可以被编程为作为位于集线器/AC电压生成器30中的主控制器的从控制器来操作。在这些实施例中，控制器85以静止状态启动，其中所有它所做的是监控经由UART到达的来自主控制器的进入命令。可以从主控制器到达的命令的示例包括“收集温度数据”命令、“发送温度数据”命令和“设定开关”命令。当控制器85识别出“收集温度数据”命令已经到达时，控制器85将从每个温度传感器54获得温度读数，并将结果存储在缓冲器中。当控制器85识别出“发送温度数据”命令已经到达时，控制器85将执行将先前从缓冲器收集的温度读数经由UART 86传输到集线器/AC电压生成器30的程序。并且当控制器85识别出“设定开关”命令已经到达时，控制器85将执行程序以在其数字输出上输出适当的电压，以便基于从集线器/AC电压生成器30到达的数据将每个开关56设定到期望的状态（即，ON、OFF，或在命令的占空比下在接通和断开之间转换）。

在上面描述的实施例中，在每个换能器组装件31、32中使用单个控制器85来控制该组装件中的开关56，并且还从该组装件中的每个温度传感器54获得温度测量值。在替代实施例中，代替使用单个控制器85来控制开关56并获得温度测量值，这两个任务可以在两个控制器之间划分，其中一个仅用于控制开关56，并且其中另一个用于从每个温度传感器54获得温度测量值（例如，使用上面描述的任一方法）。在这些实施例中，这两个控制器可以彼此直接通信，和/或与集线器/AC电压生成器30直接通信。

在其它替代实施例中（未示出），温度测量不依赖于定位在电极元件52附近的局部控制器。代替地，导线从每个温度传感器54延伸回到集线器/AC电压生成器30，并且集线器/AC电压生成器使用经由这些导线到达的信号来确定每个温度传感器54处的温度。

图8是适用于实现上面描述的图7实施例中的开关56、56'的电路的示意图。该电路包括两个串联布线的场效应晶体管66、67，这是可以在任一方向上通过电流的配置。适用于该电路的FET的一个示例是BSC320N20NSE。（注意，图8中描绘的二极管固有地包括在FET66、67本身内。）取决于从上面描述的控制器85的数字输出中的一个到达的控制输入的状态，两个FET 66、67的串联组合将传导或阻断电的流动。当串联组合正在传导时，电流可以在共享导体51和相应电极元件52、52'之间流动。另一方面，当FET 66、67的串联组合没有正在传导时，电流将不在共享导体51和相应电极元件52、52'之间流动。

可选地，电流感测电路60可以与开关56、56'串联定位。电流感测电路60可以使用对相关领域的技术人员来说将是显而易见的各种传统方法中的任何一种来实现。当电流感测电路60被包括时，它生成表示电流的输出，并且这个输出被报告回控制器85（图7中所示出的）。控制器85然后可以使用这个信息来确定测量的电流是否如预期，并且如果必要则采取适当的行动。例如，如果检测到过电流条件，则控制器85可以关闭对应的开关。当然，在其中省略电流感测电路60的那些实施例中，应该用导线（或其它导体）来替换电流感测电路60，使得电流可以在共享导体51和上方FET 60的顶部管脚之间流动。

在图示的实施例中，电流感测电路60定位在共享导体51和上方FET 60的顶部管脚之间。但是在替代实施例中，电流感测电路可以定位在下方FET 67的底部管脚和相应电极元件52、52'之间。并且在其它替代实施例中（未示出），电流感测电路可以集成在开关本身的电路内。

虽然已经参考某些实施例公开了本发明，但是在不脱离如所附权利要求中限定的本发明的领域和范围的情况下，对所描述实施例的许多修改、更改和改变是可能的。因此，意图是本发明不限于所描述的实施例，而是它具有由以下权利要求及其等同物的语言所限定的全部范围。

Claims (20)

1.一种用于递送肿瘤治疗场的装置，所述装置包括：

多个电极元件集合，其中每个电极元件集合被配置用于植入人身体内；

多个温度传感器，被配置用于植入人身体内并相对于电极元件集合定位，以测量每个电极元件集合处的温度；

被配置用于植入人身体内的电路，所述电路被配置用于从多个温度传感器收集温度测量值；以及

AC电压生成器，被配置用于植入人身体内并被配置为跨多个电极元件集合施加AC电压。

2.根据权利要求1所述的装置，进一步包括感应耦合电路，所述感应耦合电路被配置用于植入人身体内并被配置为向AC电压生成器供电。

3.根据权利要求1所述的装置，进一步包括电池，所述电池被配置用于植入人身体内并被配置为向AC电压生成器供电。

4.根据权利要求3所述的装置，进一步包括感应耦合电路，所述感应耦合电路被配置用于植入人身体内并被配置为给电池充电。

5.根据权利要求1所述的装置，其中每个电极元件集合包括多个电容耦合电极元件。

6.根据权利要求5所述的装置，其中每个电容耦合电极元件包括陶瓷盘。

7.根据权利要求1所述的装置，其中每个温度传感器包括热敏电阻。

8.根据权利要求1所述的装置，其中所述多个电极元件集合、所述多个温度传感器、所述电路和所述AC电压生成器全部植入人身体中。

9.一种用于递送肿瘤治疗场的装置，所述装置包括：

多个电极元件集合，其中每个电极元件集合被配置用于植入人身体内；

多个温度传感器，被配置用于植入人身体内并被定位成测量每个电极元件集合处的温度；以及

被配置用于植入人身体内的电路，所述电路被配置用于从多个温度传感器收集温度测量值。

10.根据权利要求9所述的装置，其中每个电极元件集合包括多个电容耦合电极元件。

11.根据权利要求9所述的装置，其中每个温度传感器包括热敏电阻。

12.根据权利要求9所述的装置，其中所述多个电极元件集合、所述多个温度传感器和所述电路全部植入人身体中。

13.一种用于递送肿瘤治疗场的装置，所述装置包括：

多个电极元件集合，其中每个电极元件集合被配置用于植入人身体内；

多个温度传感器，被配置用于植入人身体内并被定位成测量每个电极元件集合处的温度；以及

AC电压生成器，被配置用于植入人身体内并被配置为跨多个电极元件集合施加AC电压。

14.根据权利要求13所述的装置，进一步包括感应耦合电路，所述感应耦合电路被配置用于植入人身体内并被配置为向AC电压生成器供电。

15.根据权利要求13所述的装置，进一步包括电池，所述电池被配置用于植入人身体内并被配置为向AC电压生成器供电。

16.根据权利要求15所述的装置，进一步包括感应耦合电路，所述感应耦合电路被配置用于植入人身体内并被配置为给电池充电。

17.根据权利要求13所述的装置，其中每个电极元件集合包括多个电容耦合电极元件。

18.根据权利要求17所述的装置，其中每个电容耦合电极元件包括陶瓷盘。

19.根据权利要求13所述的装置，其中每个温度传感器包括热敏电阻。

20.根据权利要求13所述的装置，其中所述多个电极元件集合、所述多个温度传感器和所述AC电压生成器全部植入人身体中。

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